CN114452507B - 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法 - Google Patents

医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法 Download PDF

Info

Publication number
CN114452507B
CN114452507B CN202111183973.XA CN202111183973A CN114452507B CN 114452507 B CN114452507 B CN 114452507B CN 202111183973 A CN202111183973 A CN 202111183973A CN 114452507 B CN114452507 B CN 114452507B
Authority
CN
China
Prior art keywords
guide wire
catheter
tail end
catheter body
external force
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN202111183973.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN114452507A (zh
Inventor
占雄
李自汉
张飘艺
熊晋
王家寅
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shanghai Weiwei Aviation Robot Co ltd
Original Assignee
Shanghai Weiwei Aviation Robot Co ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shanghai Weiwei Aviation Robot Co ltd filed Critical Shanghai Weiwei Aviation Robot Co ltd
Priority to CN202111183973.XA priority Critical patent/CN114452507B/zh
Publication of CN114452507A publication Critical patent/CN114452507A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN114452507B publication Critical patent/CN114452507B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/0043—Catheters; Hollow probes characterised by structural features
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/30—Surgical robots
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M25/01—Introducing, guiding, advancing, emplacing or holding catheters
    • A61M25/09—Guide wires
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F30/00—Computer-aided design [CAD]
    • G06F30/20—Design optimisation, verification or simulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B34/00—Computer-aided surgery; Manipulators or robots specially adapted for use in surgery
    • A61B34/30—Surgical robots
    • A61B2034/301—Surgical robots for introducing or steering flexible instruments inserted into the body, e.g. catheters or endoscopes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M25/00—Catheters; Hollow probes
    • A61M2025/0001—Catheters; Hollow probes for pressure measurement
    • A61M2025/0002—Catheters; Hollow probes for pressure measurement with a pressure sensor at the distal end
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61M—DEVICES FOR INTRODUCING MEDIA INTO, OR ONTO, THE BODY; DEVICES FOR TRANSDUCING BODY MEDIA OR FOR TAKING MEDIA FROM THE BODY; DEVICES FOR PRODUCING OR ENDING SLEEP OR STUPOR
    • A61M2205/00—General characteristics of the apparatus
    • A61M2205/33—Controlling, regulating or measuring
    • A61M2205/332—Force measuring means
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F2119/00—Details relating to the type or aim of the analysis or the optimisation
    • G06F2119/14—Force analysis or force optimisation, e.g. static or dynamic forces
    • Y—GENERAL TAGGING OF NEW TECHNOLOGICAL DEVELOPMENTS; GENERAL TAGGING OF CROSS-SECTIONAL TECHNOLOGIES SPANNING OVER SEVERAL SECTIONS OF THE IPC; TECHNICAL SUBJECTS COVERED BY FORMER USPC CROSS-REFERENCE ART COLLECTIONS [XRACs] AND DIGESTS
    • Y02—TECHNOLOGIES OR APPLICATIONS FOR MITIGATION OR ADAPTATION AGAINST CLIMATE CHANGE
    • Y02T—CLIMATE CHANGE MITIGATION TECHNOLOGIES RELATED TO TRANSPORTATION
    • Y02T90/00—Enabling technologies or technologies with a potential or indirect contribution to GHG emissions mitigation

Abstract

本发明提供了一种医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质，检测方法包括发送位置控制指令至驱动件；在获取导丝的实际张力；根据导丝的实际张力，获取导管本体所受到的外力作用；或者检测方法包括发送力矩控制指令至驱动件；获取导丝的实际长度；根据导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取导管本体所受到的外力作用。本发明不需要在医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。

Description

医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法
技术领域
本发明涉及医疗器械技术领域，特别涉及一种医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质。
背景技术
经自然腔道进入的手术器械的末端为柔性的导管，导管受传动丝牵引实现主动弯曲。传动丝的另一端连接手术器械盒，并受机器人的控制系统控制。由于自然腔道，如支气管等，自身运动，和/或导管的主动弯曲，使得在导管移动过程中可能会碰触到支气管壁。因此，手术机器人在控制导管末端移动时，需要格外小心。
现有产品中均是借助嵌入于导管可弯结构中的力或光纤传感器去直接感知末端外力作用或通过应变间接计算出末端外力作用。但是，由于导管机器人主要应用场景是支气管自然腔道，受其尺寸限制，希望导管尺寸越小越好，以能够到达更多的空间，提高导管机器人诊疗能力。因此，各式传感器的嵌入势必会增加导管设计尺寸，限制其使用场景。此外，传感器易受可弯导管结构本身运动、外界温度、磁场等条件影响，导致感知的信号不可靠或误差较大。
发明内容
本发明的目的在于提供一种医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质，可以无需在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。
为达到上述目的，本发明提供一种医疗导管末端外力作用的检测方法，所述医疗导管包括导管本体、多个导丝以及多个驱动件，所述多个导丝穿设于所述导管本体的内部；所述导丝的近端穿出所述导管本体的近端并与一所述驱动件相连，所述导丝的末端与所述导管本体的末端相连；在所述驱动件的作用下，所述导丝能够沿其轴向伸长和缩短，以使得所述导管本体的末端能够沿至少一个方向弯曲；
所述检测方法包括：
发送位置控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述位置控制指令运动至目标位置，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；
获取所述导丝的实际张力；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。
可选的，所述获取所述导丝的实际张力，包括：
获取所述驱动件的输出力矩；
根据所述输出力矩，获取所述驱动件施加在所述导丝上的输出力；
根据所述驱动件施加在所述导丝上的输出力，获取所述导丝的实际张力。
可选的，所述获取所述驱动件的输出力矩，包括：
获取所述驱动件的输入力矩及所述驱动件所受到的摩擦力矩；
根据所述驱动件的输入力矩及所述驱动件所受到的摩擦力矩，获取所述驱动件的输出力矩。
可选的，所述导丝与所述驱动件之间设有弹性件，所述弹性件上设有应变片，所述应变片用于检测所述弹性件的变形量；
所述获取所述导丝的实际张力，包括：
获取所述弹性件的变形量；
根据所述变形量获取所述导丝的实际张力。
可选的，所述弹性件靠近所述驱动件所在位置。
可选的，所述根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据预先设定的第一受力模型，计算所述导管本体的末端所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。
可选的，所述根据所述导丝的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据所述导丝的实际张力以及所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触集中力。
可选的，所述根据所述导丝的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端的反力矩；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触弯矩。
为达到上述目的，本发明还提供一种医疗导管末端外力作用的检测方法，所述医疗导管包括导管本体、多个导丝以及多个驱动件，所述多个导丝穿设于所述导管本体的内部；所述导丝的近端穿出所述导管本体的近端并与一所述驱动件相连，所述导丝的末端与所述导管本体的末端相连；在所述驱动件的作用下，所述导丝能够沿其轴向伸长和缩短，以使得所述导管本体的末端能够沿至少一个方向弯曲；
所述检测方法包括：
发送力矩控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述力矩控制指令输出目标力矩，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；
获取所述导丝的实际长度；
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。
可选的，所述驱动件包括电机，所述获取所述导丝的实际长度，包括：
获取所述电机的位置信息；
根据所述电机的位置信息，获取所述导丝的实际长度。
可选的，所述根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。
可选的，所述根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据预先设定的第一受力模型，计算所述导管本体的末端所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝的理论张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝的理论张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。
可选的，所述根据所述导丝的理论张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际张力以及所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触集中力。
可选的，所述根据所述导丝的理论张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端的反力矩；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触弯矩。
为达到上述目的，本发明还提供一种医疗导管末端的调整方法，包括：
采用上文所述的检测方法，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
判断所述外力作用是否超过安全阈值；
若是，则发送位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
可选的，所述发送位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值，包括：
获取各所述导丝的实际长度；
根据各所述导丝的实际长度，计算各所述导丝之间的长度差；
发送对应的位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件，以调整各所述导丝之间的长度差，使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
为达到上述目的，本发明还提供一种手术机器人系统，包括通信连接的机器人和控制器，所述机器人包括至少一条机械臂，所述机械臂的末端安装有医疗导管，所述医疗导管中的驱动件与所述控制器通信连接，所述控制器被配置为实现上文所述的检测方法和/或上文所述的调整方法。
可选的，所述手术机器人系统还包括显示装置，所述显示装置用于显示所述导管本体的末端所受到的外力作用和/或调整过程。
为达到上述目的，本发明还提供一种电子设备，包括处理器和存储器，所述存储器上存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，实现上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法和/或医疗导管末端的调整方法。
为达到上述目的，本发明还提供一种可读存储介质，所述可读存储介质内存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，实现上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法和/或医疗导管末端的调整方法。
与现有技术相比，本发明提供的医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质具有以下优点：本发明通过发送位置控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述位置控制指令运动至目标位置，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；然后获取所述导丝的实际张力；再根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；或者发送力矩控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述力矩控制指令输出目标力矩，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；然后获取所述导丝的实际长度；再根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。可见，本发明不需要在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。此外，本发明通过根据检测到的外力作用去主动调整所述医疗导管的末端形状，从而可以有效防止所述医疗导管的末端对病人的器官组织(例如支气管组织)造成伤害。
附图说明
图1为本发明一实施方式中的医疗导管的整体结构示意图；
图2a为本发明第一种实施方式中的导丝的分布示意图；
图2b为本发明第二种实施方式中的导丝的分布示意图；
图2c为本发明第三种实施方式中的导丝的分布示意图；
图3为本发明一实施方式中的医疗导管的局部结构示意图；
图4为本发明一实施方式中的医疗导管末端外力作用的检测方法的流程示意图；
图5为本发明第一种实施方式中的获取导丝的实际张力的流程示意图；
图6为本发明一实施方式中的获取摩擦力与张力之间的对应关系的原理图；
图7为本发明另一实施方式中的获取摩擦力与张力之间的对应关系的原理图；
图8为本发明另一种实施方式中的医疗导管的整体结构示意图；
图9为本发明第二种实施方式中的获取导丝的作用力的流程示意图；
图10为本发明第一种实施方式中的获取外力作用的具体流程示意图；
图11a为一具体示例中的第二导管未受到外力作用时的示意图；
图11b为一具体示例中的第二导管未受到外力作用时的受力分析示意图；
图12a为一具体示例中的第二导管受环境接触集中力时的示意图；
图12b为另一具体示例中的第二导管受集中力时的示意图；
图12c为12a所示的第二导管受环境接触集中力的受力分析示意图；
图13为本发明第二种实施方式中的获取外力作用的具体流程示意图；
图14a为一具体示例中的第二导管受环境接触弯矩时的示意图；
图14b为一具体示例中的第二导管受环境接触弯矩时的受力分析示意图；
图15为本发明另一实施方式中的医疗导管末端外力作用的检测方法的流程示意图；
图16为本发明一实施方式中的医疗导管末端的调整方法的流程示意图；
图17为本发明一实施方式中的医疗导管末端的调整的具体流程示意图；
图18为本发明一实施方式中的第二导管调整原理示意图；
图19为本发明一实施方式中的手术机器人系统的应用场景示意图；
图20a为本发明一具体示例中的环境接触集中力的3D显示示意图；
图20b为本发明一具体示例中的环境接触集中力的2D显示示意图；
图21a为本发明一具体示例中的环境接触集中力未超出安全阈值时的显示示意图；
图21b为本发明一具体示例中的环境接触集中力超出安全阈值时的显示示意图；
图22a为本发明一具体示例中的调整过程的显示示意图；
图22b为本发明一具体示例中的调整后的显示示意图；
图23为本发明一实施方式中的电子设备的方框结构示意图；
其中，附图标记如下：
导管本体-100；第一导管-110；第二导管-120；导丝-130，130A，130B；驱动装置-140；驱动件-141；电机-1411；丝轮-1412；弹性件-151；应变片-152；中心点-121；
滑块-1；拉力计-2；
控制器-200；机器人-300；机械臂-310；显示装置-400；显示状态图标-500；
处理器-610；通信接口-620；存储器-630；通信总线-640。
具体实施方式
以下结合附图和具体实施方式对本发明提出的医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质作进一步详细说明。根据下面说明，本发明的优点和特征将更清楚。需要说明的是，附图采用非常简化的形式且均使用非精准的比例，仅用以方便、明晰地辅助说明本发明实施方式的目的。为了使本发明的目的、特征和优点能够更加明显易懂，请参阅附图。须知，本说明书所附图式所绘示的结构、比例、大小等，均仅用以配合说明书所揭示的内容，以供熟悉此技术的人士了解与阅读，并非用以限定本发明实施的限定条件，任何结构的修饰、比例关系的改变或大小的调整，在与本发明所能产生的功效及所能达成的目的相同或近似的情况下，均应仍落在本发明所揭示的技术内容能涵盖的范围内。
需要说明的是，在本文中，诸如第一和第二等之类的关系术语仅仅用来将一个实体或者操作与另一个实体或操作区分开来，而不一定要求或者暗示这些实体或操作之间存在任何这种实际的关系或者顺序。而且，术语“包括”、“包含”或者其任何其他变体意在涵盖非排他性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其他要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句“包括一个……”限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
本发明的核心思想在于提供一种医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质，可以无需在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，本文中所称的近端是指靠近操作者的一端，所称的远端/末端是指远离操作者的一端，也即靠近病灶的一端。本文中所称的多个包括两个的情形。另外需要说明的是，本发明中的驱动件具有两种控制模式：位置控制模式和力矩控制模式，其中在位置控制下，所述驱动件接收的是位置控制指令，即驱动件所需要到达的目标位置，当所述驱动件运动至目标位置时，所述导丝沿其轴向伸长或缩短至目标长度，所述医疗导管的末端能够弯曲至目标形状；在力矩控制模式下，所述驱动件接收的是力矩控制指令，即驱动件所要输出的目标力矩，当所述驱动件的输出力矩达到所述目标力矩时，所述导丝在所述目标力矩作用下沿其轴向伸长或缩短至目标长度，所述医疗导管的末端能够弯曲至目标形状。还需要说明的是，本发明中所称的第一受力模型是指所述医疗导管的末端受环境接触集中力的计算模型，所称的第二受力模型是指所述医疗导管的末端受环境接触弯矩的计算模型。
此外，需要说明的是，本发明实施方式的医疗导管末端外力作用的检测方法可应用于本发明实施方式的电子设备，该电子设备可被配置于本发明实施方式的手术机器人系统上，其中，该电子设备可以是计算机、移动终端等，该移动终端可以是手机、平板电脑等具有各种操作系统的硬件设备。
为实现上述思想，本发明提供一种医疗导管末端外力作用的检测方法，请参考图1，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的医疗导管的整体结构示意图。如图1所示，所述医疗导管包括导管本体100、多个导丝130以及驱动装置140，其中所述导管本体100包括第一导管110和第二导管120。所述多个导丝130穿设于所述第一导管110和所述第二导管120的内部(即所述多个导丝130穿设于所述导管本体100的内部)；所述第一导管110的末端与所述第二导管120的近端相连；所述驱动装置140包括多个与所述导丝130一一对应设置的驱动件141；所述导丝130的近端穿出所述第一导管110的近端并与一所述驱动件141相连，所述导丝130的末端与所述第二导管120相连；在所述驱动件141的作用下，所述导丝130能够沿其轴向伸长和缩短，以使得所述第二导管120(即所述导管本体100的末端)能够沿至少一个方向弯曲。由于所述驱动件141是与所述导丝130一一对应设置的，即不同的导丝130沿其轴向伸长和缩短的长度是由不同的驱动件141控制的，由此，本发明提供的医疗导管通过所述驱动件141可以精确控制所述导丝130沿其轴向伸长和缩短的长度，从而能够精确控制所述第二导管120弯曲的方向和角度，以实现所述第二导管120的形状的精确控制，从而保证医疗导管在人体内运动的流畅性。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，所述第二导管120在外力/外力矩的作用下能够弯曲成180°或更大的角度，并在外力/外力矩卸载后能够依靠自身的弹性恢复至平直状态，且所述第二导管120在弯曲时不会发生屈曲。
进一步地，请参考图2a，其示意性地给出了本发明第一种实施方式中的导丝130的分布示意图。如图2a所示，在本实施方式中，所述导管本体100中共设有2根导丝130，且这2根导丝130沿所述导管本体100的周向均匀布置(即2根所述导丝130绕所述导管本体100的轴线方向均匀设置)。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，2根所述导丝130也可以沿所述导管本体100的周向非均匀布置。
请继续参考图2b，其示意性地给出了本发明第二种实施方式提供的导丝130的分布示意图。如图2b所示，在本实施方式中，所述导管本体100中共设有3根导丝130，且这3根导丝130沿所述导管本体100的周向均匀布置(即3根所述导丝130绕所述导管本体100的轴线方向均匀设置)。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，3根所述导丝130也可以沿所述导管本体100的周向非均匀布置。
请继续参考图2c，其示意性地给出了本发明第三种实施方式提供的导丝130的分布示意图。如图2c所示，在本实施方式中，所述导管本体100中共设有4根导丝130，且这4根导丝130沿所述导管本体100的周向均匀布置(即4根所述导丝130绕所述导管本体100的轴线方向均匀设置)。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，4根所述导丝130也可以沿所述导管本体100的周向非均匀布置。
需要说明的是，虽然本文是以所述导管本体100中设有2根、3根、4根导丝130为例进行说明，但是如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，所述导管本体100中还可设有5根或更多根导丝130，多根导丝130既可以沿所述导管本体100的周向均匀布置，也可以沿所述导管本体100的周向非均匀布置，本发明对此并不进行限定。如本领域技术人员所能理解的，导丝130的数目越多，则第二导管120的弯曲变形能力越强。为了便于阐述，在后文的描述中，均以所述导管本体100中设有2根导丝130为例进行说明，本领域技术人员可以以此为依据，推导出当所述医疗导管包括3根、4根或更多根导丝130时，外力作用的具体计算过程。
进一步地，请参考图3，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的医疗导管的局部结构示意图。如图3所示，所述驱动件141包括电机1411和丝轮1412，所述电机1411优选为伺服电机1411，所述丝轮1412与所述电机1411的输出轴相连，所述导丝130的近端缠绕于所述丝轮1412上。由此，通过电机1411能够进一步精确控制所述导丝130沿其轴向伸长和缩短的长度，从而能够精确控制所述第二导管120弯曲的方向和角度，通过设置丝轮1412，可以进一步简化驱动装置140的整体结构。具体地，当所述驱动件141转动时，所述丝轮1412与所述驱动件141同步转动，转动的丝轮1412能够使得所述导丝130沿其轴向伸长或缩短，以图3为例，当所述驱动件141逆时针转动时，所述丝轮1412也逆时针转动，逆时针转动的丝轮1412能够使得所述导丝130的更多部分缠绕在所述丝轮1412上，即使得所述导丝130沿其轴向缩短。当所述驱动件141顺时针转动时，所述丝轮1412也顺时针转动，顺时针转动的丝轮1412能够将缠绕在所述丝轮1412上的部分导丝130进行释放，即使得所述导丝130沿其轴向伸长。需要说明的是，虽然本文是以所述驱动件141与所述导丝130之间通过丝轮1412相连为例进行说明，但是，如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，所述驱动件141还可以包括电机1411和丝杆等能够控制所述导丝130沿其轴向伸长和缩短的长度的结构，本发明对此并不进行限定。
请继续参考图4，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的医疗导管末端外力作用的检测方法的流程示意图。如图4所示，在本实施方式中，所述医疗导管末端外力作用的检测方法包括如下步骤：
步骤S110、发送位置控制指令至所述驱动件141，以使所述驱动件141根据所述位置控制指令运动至目标位置，从而驱动所述第二导管120弯曲。
步骤S120、获取所述导丝130的实际张力；
步骤S130、根据所述导丝130的实际张力，获取所述第二导管120所受到的外力作用。
具体地，所有的所述驱动件141均与一控制器200通信连接。在本实施方式中，所述驱动件141的控制模式为位置控制模式，所述控制器200根据所述第二导管120所要弯曲到的目标形状并基于预先获取的导管动力学模型，获取每根导丝130的目标变化量(即目标伸长量或目标缩短量)，再根据每根导丝130的目标变化量获取对应的驱动件141的目标位置，所述控制器200再根据每一所述驱动件141的目标位置，发送对应的位置控制指令至所述驱动件141，所述驱动件141根据所接收到的位置控制指令运动至目标位置，从而使得所述导丝130的长度变化量达到目标变化量，以使得所述第二导管120弯曲至目标形状。在所述第二导管120弯曲至目标形状后，在所述第二导管120的行进过程中，若所述第二导管120受到外力作用，则所述导丝130的实际张力会发生变化。由此，本发明通过获取所述导丝130的实际张力，再根据所述导丝130的实际张力，即可获取所述第二导管120所受到的外力作用。可见，本发明不需要在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可检测其末端(即第二导管120)所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在位置控制模式下，所述驱动件141到达目标位置后，当所述第二导管120受到外力作用时，所述驱动件的位置不会发生变化，因此所述第二导管120的形状相对于受到外力作用之前的形状并未发生改变。
请继续参考图5，其示意性地给出了本发明第一种实施方式提供的获取导丝130的实际张力的流程示意图。如图5所示，在本实施方式中，所述获取所述导丝130的实际张力，包括：
获取所述驱动件141的输出力矩；
根据所述输出力矩，获取所述驱动件141施加在所述导丝130上的输出力；
根据所述驱动件141施加在所述导丝130上的输出力，获取所述导丝130的实际张力。
由此，通过将所述输出力矩除以力臂(当所述驱动件141包括电机1411和丝轮1412时，所述力臂等于所述丝轮1412的半径)，即可获取所述驱动件141施加在所述导丝130上的输出力，所述输出力减去所述导丝130所受到的摩擦力即等于所述导丝130的实际张力。假设所述输出力矩值为MD，所述输出力的力臂为L，所述摩擦力值为f，所述导丝130的实际张力值为Ta，则可以得到如下关系式：
当所述导丝130与所述第一导管110、第二导管120之间的摩擦力非常小，以致于可以忽略时，可设f＝0，由此，此时所述的导丝130的实际张力＝所述驱动件141施加在导丝130上的输出力，即所述实际张力值Ta与所述输出力矩值MD之间满足如下关系式：
具体地，可以通过在所述第一导管110和所述导丝130之间的区域以及所述第二导管120和所述导丝130之间的区域添加润滑剂的方式减小所述导丝130所受到的摩擦力。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，所添加的润滑剂既可以是液体润滑剂也可以是固体润滑剂，或其他适合形态的润滑剂，本发明对此并不进行限制。
当所述导丝130与所述第一导管110、第二导管120之间的摩擦力较大以致于不可忽略时，可以根据预先获取的摩擦力与张力之间的对应关系，并结合公式(1)，即可获取所述导丝130的实际张力值Ta。
由于所述导丝130所受到的来自于所述第二导管120的摩擦力不容易测得，为此，在实际中，可通过润滑或其它方式减少所述导丝130与所述第二导管120之间的摩擦力，以使得所述导丝130与所述第二导管120之间的摩擦力可以忽略不计，从而只需考虑所述导丝130与所述第一导管110之间的摩擦力。又由于所述导丝130与所述第一导管110之间的摩擦力、所述导丝130的张力及所述第一导管110的弯曲角度有关，由此可以通过试验分别在不同的弯曲角度(第一导管110的弯曲角度)下测量所述导丝130受到不同大小的拉力(即不同张力)时，所述导丝130与所述第一导管110之间的摩擦力，并进行拟合，以分别得到不同弯曲角度下，所述导丝130所受到的摩擦力值与所述导丝130的张力值之间的对应关系。由此，根据所述第一导管110的实际弯曲角度，选择对应弯曲角度下的对应关系，即可根据所述驱动件141施加在导丝130上的输出力，获取所述导丝130的实际张力。具体地，假设在某一弯曲角度下，所述导丝130所受到的摩擦力值f与所述导丝130的实际张力值Ta之间满足如下关系：
f＝Y(Ta) (3)
通过将式(3)代入式(1)可以得到下式：
由此，所述导丝130的实际张力值Ta为：
进一步地，请参考图6，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的获取摩擦力与张力之间的对应关系的原理图。如图6所示，在本实施方式中，可以通过将第一导管110弯曲成一角度，将导丝130的两端穿出所述第一导管110，并将所述第一导管110悬挂起来，然后在导丝130的一端连接重量为G的滑块1，在导丝130的另一端连接拉力计2，通过拉力计2拉动滑块1做匀速运动，记录下拉力计2的读数F(即张力)，则导丝130所受到的摩擦力为F-G，然后改变滑块1的重量G，继续拉动滑块1做匀速运动，并记录下拉力计2的读数F，拉力计2的读数F与滑块1的重量G的差即为导丝130所受到的摩擦力的大小。由此，通过不断改变滑块1的重量，可以获得导丝130在不同大小的拉力(即不同张力)下所受到的摩擦力，通过拟合，即可获取导丝130在该弯曲角度下的摩擦力值与张力值之间的对应关系。然后改变第一导管110的弯曲角度，并重复上述步骤，即可获取导丝130在不同弯曲角度下的摩擦力值与张力值之间的对应关系。
请继续参考图7，其示意性地给出了本发明另一实施方式提供的获取摩擦力与张力之间的对应关系的原理图。如图7所示，在本实施方式中，可以在导丝130的一端连接重量为G的滑块1，在导丝130的另一端连接拉力计2，然后在光滑平面上通过拉力计2拉动滑块1做匀速运动，记录下拉力计2的读数F0，然后改变滑块1的重量，继续拉动滑块1做匀速运动，记录下拉力计2的读数F0，由此，通过不断改变滑块1的重量，可以获取不同滑块1重量下的拉力计2的读数F0。然后将导丝130的两端穿出所述第一导管110，将所述第一导管110弯曲成一角度，并在所述导丝130的一端连接滑块1，在导丝130的另一端连接拉力计2，通过拉力计2拉动滑块1做匀速运动，记录下拉力计2的读数F1(即张力)，F1与对应滑块1重量下的F0的差即为导丝130所受到的摩擦力的值，然后改变滑块1的重量，继续拉动滑块1做匀速运动，并记录下拉力计2的读数F1，F1与对应滑块1重量下的F0的差即为导丝130所受到的摩擦力的大小。由此，通过不断改变滑块1的重量，将对应滑块1重量下的F1与F0相减，即可获取导丝130在不同拉力值(即不同张力值)下所受到的摩擦力值，通过拟合，即可获取导丝130在该弯曲角度下的摩擦力值与张力值之间的对应关系。然后改变第一导管110的弯曲角度，并重复上述步骤，即可获取导丝130在不同弯曲角度下的摩擦力值与张力值之间的对应关系。
进一步地，所述获取所述驱动件141的输出力矩，包括：
获取所述驱动件141的输入力矩及所述驱动件141所受到的摩擦力矩；
根据所述驱动件141的输入力矩及所述驱动件141所受到的摩擦力矩，获取所述驱动件141的输出力矩。
其中，所述驱动件141的输出力矩＝所述驱动件141的输入力矩-所述驱动件141所受到的摩擦力矩。当所述驱动件141为电机1411时，可以根据所述电机1411的输入电流获取所述驱动件141的输入力矩，根据电机1411的转速获取所述驱动件141所受到的摩擦力矩。具体地，所述驱动件141所受到的摩擦力矩Mf可通过下式求得:
Mf＝B*sign(V)+C (6)
式中，B为电机1411的粘性摩擦系数，C为电机1411的库伦摩擦系数，V为电机1411的实时转速，sign为转速的符号(例如逆时针转动时，取+号，顺时针转动时，取-号)。
需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在其它一些实施方式中，也可以通过在所述驱动件141的输出端设置力矩传感器，以直接获取所述驱动件141的输出力矩。
请继续参考图8，其示意性地给出了本发明另一种实施方式提供的医疗导管的整体结构示意图。如图8所示，所述导丝130上设有弹性件151，所述弹性件151上设有应变片152，所述应变片152用于检测所述弹性件151的变形量。优选地，所述弹性件151靠近所述驱动件141所在位置，即所述弹性件151和应变片152设置在所述医疗导管的近端，由此，所述弹性件151和所述应变片152的设置不会影响第二导管120的结构设计。请继续参考图9，其示意性地给出了本发明第二种实施方式提供的获取导丝130的作用力的流程示意图。如图9所示，在本实施方式中，所述获取所述导丝130的实际张力，包括：
获取所述弹性件151的变形量；
根据所述变形量获取所述导丝130的实际张力。
由于弹性件151在拉力作用下会发生变形，变形量可以被设置在所述弹性件151上的应变片152所检测到，由此，通过将所述弹性件151的变形量乘以所述弹性件151的弹性模量，即可获取所述弹性件151所受到的拉力，该拉力与所述导丝130的实际张力相等。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，本文中所称的弹性件151的变形量，是指相对于所述弹性件151的原始形状的变形量。
进一步地，所述根据所述导丝130的实际张力，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据预先设定的第一受力模型，计算所述第二导管120所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝130的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝130的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用。
具体地，以医疗导管在支气管中运动为例，医疗导管在支气管内的运动过程中，位于最前端的头部(即第二导管120的末端)最容易与支气管壁接触，从而导致第二导管120受到环境接触集中力(即外部作用力主要集中于第二导管120的末端)；在所述医疗导管进入下一级支气管的过程中，所述第二导管120的末端容易被下一级支气管沿其周向卡住，从而导致第二导管120受到环境接触弯矩作用。由此，本发明通过先判断所述第二导管120在当前时刻所受到的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同，再根据所述判断结果(当相同时，表明若当前时刻所述第二导管受到外力作用，则受到的外力作用采用环境接触弯矩表示；当不同时，表明若当前时刻所述第二导管受到外力作用，则受到的外力作用采用环境接触集中力表示)，选择对应的受力模型去获取所述第二导管120所受到的外力作用，从而可以进一步提高外力作用检测的准确性。关于如何根据所述第一受力模型，计算所述第二导管120所受到的外力作用，可以参考下文中的相关描述，在此不再进行赘述。
请继续参考图10，其示意性地给出了本发明第一种实施方式提供的获取外力作用的具体流程示意图。如图10所示，所述根据所述导丝130的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝130的理论张力；
根据所述导丝130的实际张力以及所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120所受到的环境接触集中力。
具体地，由于在本实施方式中，所述驱动件141接收到的控制指令是位置控制指令，由此，在本实施方式中，所述导丝130的实际长度是已知的。由于导管静力学模型描述的是导丝130张力与第二导管120的弯曲形状(即导丝130的长度)之间的关系，由此，将所述导丝130的实际长度代入预先获取的导管静力学模型进行计算，即可获取所述导丝130的理论张力(即所述第二导管120未受到外力作用时所述导丝130的张力)。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，所述导管静力学模型可以通过根据所述第二导管120的具体结构以及所述导丝130在所述第二导管120中的具体布置方式进行计算得到，具体可以参考现有技术，故对此不再进行赘述。
请继续参考图11a和图11b，其中图11a示意性地给出了一具体示例中的第二导管120未受到外力作用时的示意图；图11b示意性地给出了一具体示例中的第二导管120未受到外力作用时的受力分析示意图。如图11a所示，为了防止戳伤患者的器官组织(例如支气管组织)，所述第二导管120的末端一般设置为半圆球形。如图11b所示，T1表示导丝130A在长度l1下的理论张力值，T2表示导丝130B在长度l2下的理论张力值，由于图11a中所示的第二导管120顺时针弯曲，因此此时导丝130B的理论张力值T2＞导丝130A的理论张力值T1。在导丝130A的理论张力和导丝130B的理论张力这两个力的作用下，选取第二导管120的末端中心点121为研究对象，此时，若要在该点处达到力平衡和力矩平衡，则存在来自于第二导管120的大小为Fc的反作用力和大小为Mc的反力矩，由此，存在如下关系式：
T1+T2＝Fc (7)
(T2-T1)*d＝Mc (8)
式(8)中，d表示导丝130A、导丝130B与所述第二导管120的轴线之间的距离。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在本实施方式中，是以所述医疗导管包括2根导丝130，且这两根导丝130沿所述第二导管120的周向均匀分布为例进行说明，关于所述医疗导管包括2根不均匀分布的导丝130以及所述医疗导管包括更多根导丝130的受力分析情况可以参考包括2根均匀分布的导丝130的受力分析情况，故对此不再进行赘述。
请继续参考图12a至图12c，其中图12a示意性地给出了一具体示例中的第二导管120受环境接触集中力时的示意图；图12b示意性地给出了另一具体示例中的第二导管120受集中力时的示意图；图12c为图12a所示的第二导管120受环境接触集中力的受力分析示意图。如图12a至图12c所示，当所述第二导管120受到环境接触集中力时，在图11b所示的受力分析图上添加环境接触集中力，大小为Fe，由此反力矩相对于受到环境接触集中力之前的反力矩的大小并未发生改变，仍为Mc，而反作用力发生了改变，受环境接触集中力之后，反作用力的大小变为Fc’。由于环境接触集中力与所述第二导管120的横截面之间存在夹角θ，因此环境接触集中力相对于所述第二导管120存在横向分力。由于所述第二导管120并不具备承载横向分力的能力，也即所述第二导管120无法提供横向分力以与所述外力作用的横向分力相平衡，因此所述环境接触集中力产生的横向分力需要由导丝130承担。如图12c所示，图中的T1n表示导丝130A上的实际张力在第二导管120横截面方向的分量值，T1t表示导丝130A上的实际张力在第二导管120轴向方向的分量值；T2n表示导丝130B上的实际张力在第二导管120横截面方向的分量值，T2t表示导丝130B上的实际张力在第二导管120轴向方向的分量值。由此，关于所述第二导管120的末端的中心点121可以建立以下力/力矩平衡关系式：
T1n+T2n＝Fe*cosθ (9)
T1t+T2t+Fe*sinθ＝Fc' (10)
(T2t-T1t)*d＝Mc (11)
由式(11)和式(8)可以得到如下关系式：
T2t-T1t＝T2-T1 (12)
由式(12)可以得到如下关系式：
T2-T2t＝T1-T1t (13)
由式(13)可以得到如下关系式：
T2-T2t-(T1-T1t)＝Fe*sinθ (14)
由式(13)和式(14)可以得到如下关系式：
由式(15)可知，第二导管120的末端受环境接触集中力后，导丝130A和导丝130B上的沿第二导管120的轴向的张力变化量为
由于导丝130的施力方向均沿着导管，因此，导丝130A和导丝130B的施力方向一致，从而可以得到如下关系式：
由式(16)可以得出如下关系式：
由式(15)和式(17)可以得出如下关系式：
由式(15)和式(18)可以得出如下关系式：
由式(19)和式(20)可以得出如下关系式：
由式(21)可以得出如下关系式：
由此将式(22)代入式(14)，即可计算出T1t和T2t，进而根据实际张力值T1a和T2a，可以计算出T1n和T2n；将T1n和T2n代入式(9)，可以计算出Fe*cosθ的值，再根据Fe*sinθ的值，可以求出外力作用的大小Fe和角度θ。将T1t、T2t和式(22)代入式(10)，即可计算出Fc’，计算出的Fc’可用于判断所述第二导管120的受力情况，即若当前时刻计算出的反作用力的值Fc’与上一时刻计算出的反作用力的值Fc’相同，则说明若所述第二导管120受到外力作用，则其受到的外力作用可采用弯矩表示；若当前时刻计算出的反作用力的值Fc’与上一时刻计算出的反作用力的值Fc’不相同，则说明若所述第二导管120受到外力作用，则其受到的外力作用为集中力。
请继续参考图13，其示意性地给出了本发明第二种实施方式提供的获取外力作用的具体流程示意图。如图13所示，所述根据所述导丝130的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝130的理论张力；
根据所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120的反力矩；
根据所述导丝130的实际张力，获取所述第二导管120所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述第二导管120所受到的环境接触弯矩。
由于总弯矩＝反力矩+环境接触弯矩，由此根据所述反力矩和所述总弯矩，即可获取所述第二导管120所受到的环境接触弯矩。需要说明的是，虽然图13是以先获取导丝130的理论张力，再依次获取反力矩和总弯矩为例进行说明，但是如本领域技术人员所能理解的，这不应构成对本发明的限制，本发明对获取理论张力、反力矩和总弯矩的顺序并不进行限制。
请继续参考图14a和图14b，其中图14a示意性地给出了一具体示例中的第二导管120受环境接触弯矩时的示意图；图14b示意性地给出了一具体示例中的第二导管120受环境接触弯矩时的受力分析示意图。如图14a和图14b所示，当外力作用为弯矩Me时，第二导管120的反作用力、反力矩相对于受到外力作用之前的反作用力、反力矩并未发生改变，反作用力的大小仍为Fc，反力矩的大小仍为Mc。由力/力矩平衡关系，可以得到如下关系式：
T1a+T2a＝Fc (23)
(T2a-T1a)*d＝Mc+Me (24)
由式(8)和式(24)可以得出如下关系式：
Me＝(T2a-T1a)*d-(T2-T1)*d (25)
由此，将所述导丝130A的理论张力值T1和导丝130B的理论张力值T2、所述导丝130A、所述导丝130B距离所述第二导管120的轴线的距离d以及所述导丝130A的实际张力值T1a和导丝130B的实际张力值T2a，代入上式(25)，即可获取环境接触弯矩Me，根据Me的数值的正负性，即可确定出环境接触弯矩Me的方向。以图14b为例，当Me的值为正时，表示环境接触弯矩的方向为逆时针方向，当Me的值为负时，表示环境接触弯矩的方向为顺时针方向。
由上文的描述可知，当所述第二导管120的末端的受力情况为受环境接触集中力时，第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值发生了改变，而当第二导管120的末端的受力情况为受环境接触弯矩时，第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值并未发生改变，由此可以根据第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值是否发生变化，选择对应的受力模型计算所述第二导管120所受到的外力作用，即判断当前时刻的第二导管120的反向作用力的值是否等于上一时刻的第二导管120的反向作用力的值，若等于，则选择第二受力模型，计算所述第二导管120所受到的环境接触弯矩；若不等于，则选择第一受力模型，计算所述第二导管120所受到的环境接触集中力。
请继续参考图15，其示意性地给出了本发明另一实施方式提供的医疗导管末端外力作用的检测方法的流程示意图。如图15所示，在本实施方式中，所述医疗导管末端外力作用的检测方法包括如下步骤：
步骤S210、发送力矩控制指令至所述驱动件141，以使所述驱动件141根据所述力矩控制指令输出目标力矩，从而驱动所述第二导管120弯曲；
步骤S220、获取所述导丝130的实际长度；
步骤S230、根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用。
具体地，在本实施方式中，所述驱动件141的控制模式为力矩控制模式，所述控制器200根据所述第二导管120所要弯曲到的目标形状并基于预先获取的导管静力学模型，获取每根导丝130的目标张力，再根据每根导丝130的目标张力获取对应的驱动件141的目标力矩，所述控制器200再根据每一所述驱动件141的目标力矩，发送对应的力矩控制指令至所述驱动件141，所述驱动件141根据所接收到的力矩控制指令进行运动，当所述驱动件141的输出力矩达到目标力矩时，所述导丝130的张力达到目标张力，从而使得所述第二导管120弯曲至目标形状。在所述第二导管120弯曲至目标形状后，在所述第二导管120的行进过程中，若所述第二导管120受到外力作用，则由于在力矩控制模式下，所述驱动件141的输出力矩保持不变，因此在所述外力作用的作用下，会导致驱动件141发生转动，即导致所述驱动件141的位置会发生变化，从而导致所述导丝130的实际长度会发生变化，也即所述第二导管120的形状会发生变化。由此，本发明通过获取所述导丝130的实际长度，再根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用。可见，本发明不需要在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，根据所述第二导管120的自身结构即可检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在力矩控制模式下，当所述第二导管120受到外力作用时，所述导丝130的实际张力相对于受到外力作用之前的导丝130的张力并未发生改变。
进一步地，当所述驱动件141包括电机1411时，所述获取所述导丝130的实际长度，包括：
获取所述电机1411的位置信息；
根据所述电机1411的位置信息，获取所述导丝130的实际长度。
具体地，可以通过安装于所述电机1411上的位置传感器，例如编码器，获取所述电机1411的位置信息，由所述电机1411的位置信息即可以获取所述导丝130的长度变化总量(可能为正，也可能为负，为正时，导丝130伸长，为负时，导丝130缩短)，所述导丝130的长度变化总量与所述导丝130的原始长度之和即为所述导丝130的实际长度。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，所述导丝130的原始长度等于所述第二导管120在伸直状态下的长度。
在一种示范性的实施方式中，所述根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝130的理论张力；
根据所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120所受到的外力作用。
需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，在力矩控制模式下，当所述第二导管120的末端受到外力作用时，第二导管120的末端的形状会发生变化，由此，本发明通过根据所述导丝130的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝130的理论张力(即在未受到外力作用时，所述第二导管120弯曲至变化后的形状所需要的导丝130的张力)，从而根据所述导丝130的理论张力，即可获取所述第二导管120所受到的外力作用。
进一步地，所述根据所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据预先设定的第一受力模型，计算所述第二导管120所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝130的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝130的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用。
具体地，所述根据所述导丝130的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝130的实际张力以及所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120所受到的环境接触集中力。
如本领域技术人员所能理解的，在力矩控制模式下，由于所述导丝130的实际张力是已知的，由此根据所述导丝130的实际张力以及所述导丝130的理论张力，即可获取所述第二导管120所受到的环境接触集中力。
关于如何根据所述导丝130的实际张力以及所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120所受到的环境接触集中力，可以参考上文中的相关描述，再此不再进行赘述。由此根据上文中的式(7)至式(22)，由所述导丝130A的理论张力值T1、实际张力值T1a和导丝130B的理论张力值T2、实际张力值T2a，即可求出外力作用的大小和角度。
进一步地，所述根据所述导丝130的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述第二导管120所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝130的理论张力，获取所述第二导管120的反力矩；
根据所述导丝130的实际张力，获取所述第二导管120所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述第二导管120所受到的环境接触弯矩。
由此，将所述导丝130A的理论张力值T1和导丝130B的理论张力值T2、所述导丝130A、所述导丝130B距离所述第二导管120的轴线的距离d以及所述导丝130A的实际张力值T1a和导丝130B的实际张力值T2a，代入上式(25)，即可获取环境接触弯矩Me，根据Me的数值的正负性，即可确定出环境接触弯矩Me的方向。以图14b为例，当Me的值为正时，表示环境接触弯矩的方向为逆时针方向，当Me的值为负时，表示环境接触弯矩的方向为顺时针方向。
由上文的描述可知，当所述第二导管120的末端的受力情况为受环境接触集中力时，第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值发生了改变，而当第二导管120的末端的受力情况为受环境接触弯矩时，第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值并未发生改变，由此可以根据第二导管120的反向作用力的值相对于受外力作用之前的反向作用力的值是否发生变化，选择对应的受力模型计算所述第二导管120所受到的外力作用，即判断当前时刻的第二导管120的反向作用力的值是否等于上一时刻的第二导管120的反向作用力的值，若等于，则选择第二受力模型，计算所述第二导管120所受到的环境接触弯矩；若不等于，则选择第一受力模型，计算所述第二导管120所受到的环境接触集中力。
由此，本文通过上文所述的两种检测方法可以分别在位置控制模式和力矩控制模式下检测出第二导管120所受到的外力作用。由于本发明提供的检测方法不需要在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。
与上述的医疗导管末端外力作用的检测方法相对应，本发明还提供一种医疗导管末端的调整方法，请参考图16，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的医疗导管末端的调整方法的流程示意图。如图16所示，所述调整方法包括如下步骤：
步骤S310、获取所述第二导管120所受到的外力作用；
步骤S320、判断所述外力作用是否超过安全阈值；
若是，则执行步骤S330；
步骤S330、发送位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件141，以使所述第二导管120所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
具体地，可以通过上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法获取所述第二导管120所受到的外力作用。由此，本发明通过在所述第二导管120所受到的外力作用超过安全阈值时，发送位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件141，以对所述第二导管120的形状(即所述医疗导管的末端形状)进行调整，可以使得所述第二导管120所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值，从而可以有效避免医疗导管的末端(即第二导管120)戳伤患者的器官组织(例如支气管组织)，进一步提高临床操作中的安全性。需要说明的是，如本领域技术人员所能理解的，当所述第二导管120所受到的外力作用为环境接触集中力时，所述安全阈值为人体器官组织所能承受的最大集中力；当所述第二导管120所受到的外力作用为环境接触弯矩时，所述安全阈值为人体器官组织所能承受的最大力矩。
进一步地，请参考图17，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的医疗导管末端调整的具体流程示意图。如图17所示，所述发送位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件141，以使所述第二导管120所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值，包括：
获取各所述导丝130的实际长度；
根据各所述导丝130的实际长度，计算各所述导丝130之间的长度差；
发送对应的位置调整指令或力矩调整指令至所述驱动件141，以调整各所述导丝130之间的长度差，使所述第二导管120所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
具体地，如前文所述的那样，当所述驱动件141处于位置控制模式时，所述导丝130的实际长度是已知的，当所述驱动件141处于力矩控制模式时，可以根据所述驱动件141的位置信息，获取所述导丝130的实际长度。请继续参考图18，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的第二导管120的调整原理示意图。如图18所示，在图中的弯曲状态下，导丝130A、导丝130B的当前长度和当前张力的大小分别为l1、l2和T1、T2，且导丝130A处于伸长状态，伸长量为Δl1，导丝130B处于缩短状态，缩短量为Δl2，第二导管120的弯曲变形关系如图18中的圆圈中所示，图中的角度α表示第二导管120的弯曲角度，由第二导管120的弯曲变形关系可以得出如下关系式：
式(26)中，l0为导丝130A、导丝130B的原始长度。
由式(26)可以得出如下关系式：
由弯矩与弯曲曲率之间的关系可以得到如下关系式：
由式(28)可知张力差T2-T1随着长度差l1-l2的减小而减小，由式(14)可知，张力差越小，则外力作用的值越小，由此，通过减小长度差即可减小张力差，进而可以减小外力作用。具体地，所述驱动件141可以根据所述位置调整指令或力矩调整指令，以一定的步长，例如当前长度差的0.1％、1％等步长进行调整，以减小导丝130之间的张力差，从而使得所述导管所受到的外力作用不会超过安全阈值。
基于同一发明构思，本发明还提供一种手术机器人300系统。请参考图19，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的手术机器人300系统的应用场景示意图。如图19所示，所述手术机器人300系统包括通信连接的机器人300和控制器200，所述机器人300包括至少一条机械臂310，所述机械臂310的末端安装有医疗导管，所述医疗导管中的驱动件141与所述控制器200通信连接，所述控制器200被配置为实现上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法和/或上文所述的医疗导管末端的调整方法。由此，本发明提供的手术机器人300系统可以在不借助额外的传感器的条件下，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。此外，本发明通过根据检测到的外力作用去主动调整所述医疗导管的末端形状，从而可以有效防止所述医疗导管的末端对病人的器官组织(例如支气管组织)造成伤害。
进一步地，如图19所示，所述手术机器人300系统还包括显示装置400，所述显示装置400用于显示所述第二导管120所受到的外力作用和/或调整过程。由此，通过显示装置400对所述第二导管120所受到的外力作用进行显示，可以便于操作者能够更加直观地了解所述第二导管120所受到的外力作用的大小和方向；通过所述显示装置400对所述第二导管120的调整过程进行显示，可以便于操作者能够更加直观地了解所述第二导管120的调整的实时进程。
请继续参考图20a和图20b，其中图20a示意性地给出了本发明一具体示例中的环境接触集中力的3D显示示意图；图20b示意性地给出了本发明一具体示例中的环境接触集中力的2D显示示意图。如图20a所示，在一些实施方式中，可以在所述第二导管120的3D模型上直接实时显示其所受到的外力作用(包括环境接触集中力和环境接触集中弯矩)。如20b所示，在另一些实施方式中，也可以在所述第二导管120的2D模型上实时显示其所受到的外力作用(包括环境接触集中力和环境接触集中弯矩)。
请继续参考图21a和图21b，其中图21a示意性地给出了本发明一具体示例中的环境接触集中力未超出安全阈值时的显示示意图；图21b示意性地给出了本发明一具体示例中的环境接触集中力超出安全阈值时的显示示意图。如图21a所示，当所述第二导管120所受到的外力作用未超出安全阈值时，可以只显示外力作用的大小；当所述第二导管120所受到的外力作用超出安全阈值时，不仅显示外力作用的大小，并且在第二导管120的模型以及所述外力作用的数值上通过警示色、闪烁等方式，发出警报，以提醒操作者当前的外力作用超过安全阈值。
请继续参考图22a和图22b，其中图22a示意性地给出了本发明一具体示例中的调整过程的显示示意图；图22b示意性地给出了本发明一具体示例中的调整后的显示示意图。如图22a和图22b所示，当开启调整功能后，在所述第二导管120的模型的旁边设置一显示状态图标500，在调整过程中，显示状态图像一某一种颜色进行显示，在调整完成后，所述显示状态图标500以另一种颜色进行显示。
基于同一发明构思，本发明还提供一种电子设备，请参考图23，其示意性地给出了本发明一实施方式提供的电子设备的方框结构示意图。如图23所示，所述电子设备包括处理器610和存储器630，所述存储器630上存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器610执行时，实现上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法和/或上文所述的医疗导管末端的调整方法。
如图23所示，所述电子设备还包括通信接口620和通信总线640，其中所述处理器610、所述通信接口620、所述存储器630通过通信总线640完成相互间的通信。所述通信总线640可以是外设部件互连标准(Peripheral Component Interconnect，PCI)总线或扩展工业标准结构(Extended Industry StandardArchitecture，EISA)总线等。该通信总线640可以分为地址总线、数据总线、控制总线等。为便于表示，图中仅用一条粗线表示，但并不表示仅有一根总线或一种类型的总线。所述通信接口620用于上述电子设备与其他设备之间的通信。
本发明中所称处理器610可以是中央处理单元(Central Processing Unit，CPU)，还可以是其他通用处理器、数字信号处理器(Digital Signal Processor，DSP)、专用集成电路(Application Specific Integrated Circuit，ASIC)、现成可编程门阵列(Field-Programmable GateArray，FPGA)或者其他可编程逻辑器件、分立门或者晶体管逻辑器件、分立硬件组件等。通用处理器可以是微处理器或者该处理器也可以是任何常规的处理器等，所述处理器610是所述电子设备的控制中心，利用各种接口和线路连接整个电子设备的各个部分。
所述存储器630可用于存储所述计算机程序，所述处理器610通过运行或执行存储在所述存储器630内的计算机程序，以及调用存储在存储器630内的数据，实现所述电子设备的各种功能。
所述存储器630可以包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(ROM)、可编程ROM(PROM)、电可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(RAM)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，RAM以多种形式可得，诸如静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)、同步DRAM(SDRAM)、双数据率SDRAM(DDRSDRAM)、增强型SDRAM(ESDRAM)、同步链路(Synchlink)DRAM(SLDRAM)、存储器总线(Rambus)直接RAM(RDRAM)、直接存储器总线动态RAM(DRDRAM)、以及存储器总线动态RAM(RDRAM)等。
本发明还提供了一种可读存储介质，所述可读存储介质内存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时可以实现上文所述的医疗导管末端外力作用的检测方法和/或上文所述的医疗导管末端的调整方法。
本发明实施方式的可读存储介质，可以采用一个或多个计算机可读的介质的任意组合。可读介质可以是计算机可读信号介质或者计算机可读存储介质。计算机可读存储介质例如可以是但不限于电、磁、光、电磁、红外线或半导体的系统、装置或器件，或者任意以上的组合。计算机可读存储介质的更具体的例子(非穷举的列表)包括：具有一个或多个导线的电连接、便携式计算机硬盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦式可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式紧凑磁盘只读存储器(CD-ROM)、光存储器件、磁存储器件、或者上述的任意合适的组合。在本文中，计算机可读存储介质可以是任何包含或存储程序的有形介质，该程序可以被指令执行系统、装置或者器件使用或者与其组合使用。
计算机可读的信号介质可以包括在基带中或者作为载波一部分传播的数据信号，其中承载了计算机可读的程序代码。这种传播的数据信号可以采用多种形式，包括但不限于电磁信号、光信号或上述的任意合适的组合。计算机可读的信号介质还可以是计算机可读存储介质以外的任何计算机可读介质，该计算机可读介质可以发送、传播或者传输用于由指令执行系统、装置或者器件使用或者与其结合使用的程序。
可以以一种或多种程序设计语言或其组合来编写用于执行本发明操作的计算机程序代码，所述程序设计语言包括面向对象的程序设计语言-诸如Java、Smalltalk、C++，还包括常规的过程式程序设计语言-诸如“C”语言或类似的程序设计语言。程序代码可以完全地在用户计算机上执行、部分地在用户计算机上执行、作为一个独立的软件包执行、部分在用户计算机上部分在远程计算机上执行、或者完全在远程计算机或服务器上执行。在涉及远程计算机的情形中，远程计算机可以通过任意种类的网络——包括局域网(LAN)或广域网(WAN)连接到用户计算机，或者可以连接到外部计算机(例如利用因特网服务提供商来通过因特网连接)。
综上所述，与现有技术相比，本发明提供的医疗导管末端外力作用的检测方法、调整方法、手术机器人系统、电子设备和存储介质具有以下优点：本发明通过发送位置控制指令至所述驱动件，以使得所述驱动件根据所述位置控制指令运动至目标位置，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；然后获取所述导丝的实际张力；再根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；或者发送力矩控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述力矩控制指令输出目标力矩，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；然后获取所述导丝的实际长度；再根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用。可见，本发明不需要在所述医疗导管中嵌入额外的传感器，即可根据检测其末端所受到的外力作用，从而使得医疗导管的结构更加紧凑和可靠。此外，本发明通过根据检测到的外力作用去主动调整所述医疗导管的末端形状，从而可以有效防止所述医疗导管的末端对病人的器官组织(例如支气管组织)造成伤害。
应当注意的是，在本文的实施方式中所揭露的装置和方法，也可以通过其他的方式实现。以上所描述的装置实施方式仅仅是示意性的，例如，附图中的流程图和框图显示了根据本文的多个实施方式的装置、方法和计算机程序产品的可能实现的体系架构、功能和操作。在这点上，流程图或框图中的每个方框可以代表一个模块、程序或代码的一部分，所述模块、程序段或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令，所述模块、程序段或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令。也应当注意，在有些作为替换的实现方式中，方框中所标注的功能也可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，两个连续的方框实际上可以基本并行地执行，它们有时也可以按相反的顺序执行，这依所涉及的功能而定。也要注意的是，框图和/或流程图中的每个方框、以及框图和/或流程图中的方框的组合，可以用于执行规定的功能或动作的专用的基于硬件的系统来实现，或者可以用专用硬件与计算机指令的组合来实现。
另外，在本文各个实施方式中的各功能模块可以集成在一起形成一个独立的部分，也可以是各个模块单独存在，也可以两个或两个以上模块集成形成一个独立的部分。
上述描述仅是对本发明较佳实施方式的描述，并非对本发明范围的任何限定，本发明领域的普通技术人员根据上述揭示内容做的任何变更、修饰，均属于本发明的保护范围。显然，本领域的技术人员可以对本发明进行各种改动和变型而不脱离本发明的精神和范围。这样，倘若这些修改和变型属于本发明及其等同技术的范围之内，则本发明也意图包括这些改动和变型在内。

Claims (18)

1.一种可读存储介质，其特征在于，所述可读存储介质内存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，实现医疗导管末端外力作用的检测方法，所述医疗导管包括导管本体、多个导丝以及多个驱动件，所述多个导丝穿设于所述导管本体的内部；所述导丝的近端穿出所述导管本体的近端并与所述驱动件相连，所述导丝的末端与所述导管本体的末端相连；在所述驱动件的作用下，所述导丝能够沿其轴向伸长和缩短，以使得所述导管本体的末端能够沿至少一个方向弯曲；
所述检测方法包括：
发送位置控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述位置控制指令运动至目标位置，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；
获取所述导丝的实际张力；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
所述根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据预先设定的第一受力模型，计算所述导管本体的末端所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
其中，所述第一受力模型为医疗导管的末端受环境接触集中力的计算模型，所述第二受力模型为医疗导管的末端受环境接触弯矩的计算模型。
2.根据权利要求1所述的可读存储介质，其特征在于，所述获取所述导丝的实际张力，包括：
获取所述驱动件的输出力矩；
根据所述输出力矩，获取所述驱动件施加在所述导丝上的输出力；
根据所述驱动件施加在所述导丝上的输出力，获取所述导丝的实际张力。
3.根据权利要求2所述的可读存储介质，其特征在于，所述获取所述驱动件的输出力矩，包括：
获取所述驱动件的输入力矩及所述驱动件所受到的摩擦力矩；
根据所述驱动件的输入力矩及所述驱动件所受到的摩擦力矩，获取所述驱动件的输出力矩。
4.根据权利要求1所述的可读存储介质，其特征在于，所述导丝上设有弹性件，所述弹性件上设有应变片，所述应变片用于检测所述弹性件的变形量；
所述获取所述导丝的实际张力，包括：
获取所述弹性件的变形量；
根据所述变形量获取所述导丝的实际张力。
5.根据权利要求4所述的可读存储介质，其特征在于，所述弹性件靠近所述驱动件所在位置。
6.根据权利要求1所述的可读存储介质，其特征在于，所述根据所述导丝的实际张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据所述导丝的实际张力以及所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触集中力。
7.根据权利要求1所述的可读存储介质，其特征在于，所述根据所述导丝的实际张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端的反力矩；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触弯矩。
8.根据权利要求1所述的可读存储介质，其特征在于，所述计算机程序被处理器执行时还实现下述步骤：
判断所述外力作用是否超过安全阈值；
若是，则发送位置调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
9.根据权利要求8所述的可读存储介质，其特征在于，
所述发送位置调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值，包括：
获取各所述导丝的实际长度；
根据各所述导丝的实际长度，计算各所述导丝之间的长度差；
发送对应的位置调整指令至所述驱动件，以调整各所述导丝之间的长度差，使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
10.一种可读存储介质，其特征在于，所述可读存储介质内存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，实现医疗导管末端外力作用的检测方法，所述医疗导管包括导管本体、多个导丝以及多个驱动件，所述多个导丝穿设于所述导管本体的内部；所述导丝的近端穿出所述导管本体的近端并与一所述驱动件相连，所述导丝的末端与所述导管本体的末端相连；在所述驱动件的作用下，所述导丝能够沿其轴向伸长和缩短，以使得所述导管本体的末端能够沿至少一个方向弯曲；
所述检测方法包括：
发送力矩控制指令至所述驱动件，以使所述驱动件根据所述力矩控制指令输出目标力矩，从而驱动所述导管本体的末端弯曲；
获取所述导丝的实际长度；
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
所述根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际长度以及预先获取的导管静力学模型，获取所述导丝的理论张力；
根据预先设定的第一受力模型，计算所述导管本体的末端所受到的反作用力；
判断当前时刻的反作用力是否与上一时刻的反作用力相同；
若否，则根据所述导丝的理论张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
若是，则根据所述导丝的理论张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用；
其中，所述第一受力模型为医疗导管的末端受环境接触集中力的计算模型，所述第二受力模型为医疗导管的末端受环境接触弯矩的计算模型。
11.根据权利要求10所述的可读存储介质，其特征在于，所述驱动件包括电机，所述获取所述导丝的实际长度，包括：
获取所述电机的位置信息；
根据所述电机的位置信息，获取所述导丝的实际长度。
12.根据权利要求10所述的可读存储介质，其特征在于，所述根据所述导丝的理论张力以及所述第一受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的实际张力以及所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触集中力。
13.根据权利要求10所述的可读存储介质，其特征在于，所述根据所述导丝的理论张力以及预先设定的第二受力模型，获取所述导管本体的末端所受到的外力作用，包括：
根据所述导丝的理论张力，获取所述导管本体的末端的反力矩；
根据所述导丝的实际张力，获取所述导管本体的末端所受到的总弯矩；
根据所述反力矩和所述总弯矩，获取所述导管本体的末端所受到的环境接触弯矩。
14.根据权利要求10所述的可读存储介质，其特征在于，所述计算机程序被处理器执行时还实现下述步骤：
判断所述外力作用是否超过安全阈值；
若是，则发送力矩调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
15.根据权利要求14所述的可读存储介质，其特征在于，所述发送力矩调整指令至所述驱动件，以使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值，包括：
获取各所述导丝的实际长度；
根据各所述导丝的实际长度，计算各所述导丝之间的长度差；
发送对应的力矩调整指令至所述驱动件，以调整各所述导丝之间的长度差，使所述导管本体的末端所受到的外力作用小于或等于所述安全阈值。
16.一种手术机器人系统，其特征在于，包括通信连接的机器人和控制器，所述机器人包括至少一条机械臂，所述机械臂的末端安装有医疗导管，所述医疗导管中的驱动件与所述控制器通信连接，所述控制器被配置为实现权利要求1至15中任一项所述的可读存储介质所能实现的方法步骤。
17.根据权利要求16所述的手术机器人系统，其特征在于，还包括显示装置，所述显示装置用于显示所述导管本体的末端所受到的外力作用和/或调整过程。
18.一种电子设备，其特征在于，包括处理器和存储器，所述存储器上存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，实现权利要求1至15中任一项所述的可读存储介质所能实现的方法步骤。
CN202111183973.XA 2021-10-11 2021-10-11 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法 Active CN114452507B (zh)

Priority Applications (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202111183973.XA CN114452507B (zh) 2021-10-11 2021-10-11 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202111183973.XA CN114452507B (zh) 2021-10-11 2021-10-11 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN114452507A CN114452507A (zh) 2022-05-10
CN114452507B true CN114452507B (zh) 2023-10-24

Family

ID=81405398

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202111183973.XA Active CN114452507B (zh) 2021-10-11 2021-10-11 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法

Country Status (1)

Country Link
CN (1) CN114452507B (zh)

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN114451998B (zh) * 2021-10-11 2024-04-19 上海微创微航机器人有限公司 医疗导管及其形状控制系统、方法和手术机器人

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101132730A (zh) * 2005-03-04 2008-02-27 恩杜森斯公司 具有光纤负载感应能力的医疗装置系统
CN101642364A (zh) * 2008-08-04 2010-02-10 奥林巴斯医疗株式会社 能动驱动式医疗设备
CN106794050A (zh) * 2014-08-25 2017-05-31 直观外科手术操作公司 用于医疗器械力感测的系统和方法
WO2018055433A1 (en) * 2016-09-21 2018-03-29 Peter Law Autonomously controllable pull wire injection catheter, robotic system comprising said catheter and method for operating the same
CN108601603A (zh) * 2016-02-05 2018-09-28 得克萨斯系统大学董事会 手术设备

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018163622A1 (ja) * 2017-03-10 2018-09-13 ソニー株式会社 手術用システム、外科手術システム、外科手術用器具、並びに外力検知システム
WO2020247457A1 (en) * 2019-06-07 2020-12-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Zero force catheter

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN101132730A (zh) * 2005-03-04 2008-02-27 恩杜森斯公司 具有光纤负载感应能力的医疗装置系统
CN101642364A (zh) * 2008-08-04 2010-02-10 奥林巴斯医疗株式会社 能动驱动式医疗设备
CN106794050A (zh) * 2014-08-25 2017-05-31 直观外科手术操作公司 用于医疗器械力感测的系统和方法
CN108601603A (zh) * 2016-02-05 2018-09-28 得克萨斯系统大学董事会 手术设备
WO2018055433A1 (en) * 2016-09-21 2018-03-29 Peter Law Autonomously controllable pull wire injection catheter, robotic system comprising said catheter and method for operating the same

Also Published As

Publication number Publication date
CN114452507A (zh) 2022-05-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6336661B2 (ja) 捻転に対する感度の低い形状センサを用いた絶対的３次元測定のための方法およびシステム
US8698886B2 (en) Apparatus for estimating shape of insertion portion
US20100234873A1 (en) Drive device, and medical apparatus and training apparatus including the same
CN114452507B (zh) 医疗导管末端外力作用的检测方法和调整方法
JP5177352B2 (ja) 線状体の駆動装置
US20070142749A1 (en) Apparatus for medical and/or simulation procedures
US10962351B2 (en) Calculation of redundant bend in multi-core fiber for safety
JP2014004310A (ja) 医療器具
JP2010200856A (ja) 顎運動測定システム
EP3275357A1 (en) Flexible tube inserting device
WO2011152140A1 (ja) 内視鏡形状検出装置及び内視鏡の挿入部の形状検出方法
JP7185986B2 (ja) 仮想現実環境のユーザの生理的ストレス
WO2023061183A1 (zh) 医疗导管及其形状控制系统、方法、手术机器人和存储介质
US20220032456A1 (en) Control system for continuum robot, control method for continuum robot, and storage medium
US11877727B2 (en) Endoscope system, control device, and method for calculating force information
WO2015125796A1 (ja) マニピュレータシステムとその制御方法
CN115844544B (zh) 介入机器人导管弯曲控制方法、系统、设备及存储介质
CN110322966B (zh) 用于模拟细长器械插入到对象中的方法和系统
US20190374089A1 (en) Flexible tube insertion apparatus and flexible tube insertion method
JP2017176534A (ja) 圧排子及び圧排装置
JP2019171074A5 (zh)
JP2008185361A (ja) 圧縮力計測装置
JP6091725B1 (ja) 挿入装置
Cao Guiding navigation in colonoscopy
CN117224241A (zh) 一种软式内镜操控系统的控制方法及相关装置

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant